JP4855926B2

JP4855926B2 - Synchronizing swivel 3D ultrasonic display with vibration target

Info

Publication number: JP4855926B2
Application number: JP2006508469A
Authority: JP
Inventors: ティーレ，カール
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2003-06-03
Filing date: 2004-05-27
Publication date: 2012-01-18
Anticipated expiration: 2024-05-27
Also published as: CN1798988A; JP2006526451A; WO2004106970A1; US7704208B2; CN1798988B; US20070032724A1

Description

本発明は、超音波システムと、その動作方法に係り、特に、旋回（swiveling）又は回転する３次元超音波画像を、振動超音波対象の振動と同期させる方法及びシステムに係る。 The present invention relates to an ultrasound system and a method for operating the ultrasound system, and more particularly, to a method and system for synchronizing a swiveling or rotating three-dimensional ultrasound image with vibration of a vibrating ultrasound object.

診断超音波機器は、音エネルギーを人間の体内に送信し、心臓、肝臓、腎臓等の組織及び臓器から反射する信号を受信する。血流パターンは、血液細胞の動作によるドップラーシフト又は時間領域相互関係から得られる。これらは、反射された音波を形成し、一般的に、カラーフローイメージング又はカラー速度イメージングとして周知である２次元形式で表示され得る。一般的に、心臓又は血管壁といった構造の反射成分の振幅は、より低い絶対速度を有し、２０ｄＢ乃至４０ｄＢ（１０−１００倍）分、血液細胞による反射成分より大きい。 Diagnostic ultrasound equipment transmits sound energy into the human body and receives signals reflected from tissues and organs such as the heart, liver, and kidney. The blood flow pattern is obtained from a Doppler shift or time domain correlation due to the movement of blood cells. These form reflected sound waves and can be displayed in a two-dimensional format, commonly known as color flow imaging or color velocity imaging. In general, the amplitude of the reflection component of structures such as the heart or blood vessel wall has a lower absolute velocity and is 20 dB to 40 dB (10-100 times) larger than the reflection component due to blood cells.

一般的に、超音波システムは、パルスを複数の経路に亘って放射し、その複数の経路上で対象から受信したエコーを、超音波データを生成するよう使用する電気信号に変換し、その超音波データから超音波画像が表示可能である。超音波データがそこから生成される生データを得る処理は、一般的に、「走査」、「掃引」、又は「ビームのステアリング」と称する。 In general, an ultrasound system emits pulses over multiple paths and converts echoes received from the object on the multiple paths into electrical signals that are used to generate ultrasound data. An ultrasonic image can be displayed from the sound wave data. The process of obtaining raw data from which ultrasound data is generated is commonly referred to as “scanning”, “sweep”, or “beam steering”.

リアルタイム超音波検査法は、走査が行われている間の高速連続形式での超音波画像の提示を意味する。走査は、機械的（１つ以上の振動子素子を物理的に振動させることによって）、又は、電子的に行われる。圧倒的に、現代の超音波システムにおける最も一般的なタイプの走査は電子的であり、ここでは、線状に配置された振動子素子の群（「アレイ」と称する）が電気パルスのセットによって励起される。１つの素子につき１つのパルスで、掃引動作を構成するようタイミングが計られる。 Real-time ultrasonography refers to the presentation of ultrasound images in a high-speed continuous format while scanning is performed. The scanning is performed mechanically (by physically vibrating one or more transducer elements) or electronically. By far the most common type of scanning in modern ultrasound systems is electronic, where a group of transducer elements arranged in a line (referred to as an “array”) is driven by a set of electrical pulses. Excited. One pulse per element is timed to form a sweep operation.

超音波システムにおいて最も必要とされる特徴の１つは、３次元対象の外観を有する画像を提示する能力である。そのような画像は、３次元データマトリクスから生成される。このデータの容積は、３次元である見かけを有する画像を２次元面上での表示のために作成するよう処理される。このような処理は、一般的に、レンダリングと称する。 One of the most needed features in an ultrasound system is the ability to present an image with the appearance of a three-dimensional object. Such an image is generated from a three-dimensional data matrix. This volume of data is processed to create an image with a 3D appearance for display on a 2D surface. Such processing is generally referred to as rendering.

幾つかの３次元最適化超音波システムが利用可能であるが、今日最もよく市販される超音波システムは、平面の２次元画像のみを表示し、１次元アレイプローブから走査データを収集する。フィリップス・メディカル・システムズ（PHILIPS MEDICAL SYSTEMS）から販売されるＳＯＮＯＳ５５００は、１つのそのようなシステムの一例である。幾つかのＳＯＮＯＳ５５００を含む市販されるシステムは、「オフライン」後処理に支援されて３次元超音波画像を生成可能である。これを行うために、プローブの位置が走査フレーム間の間で並進又は回転される間に、一定間隔の平面２次元掃引のシーケンスが集められる。後処理操作は、各２次元走査平面に対して収集した位置情報を用いて３次元データセットを再構成する。結果として得られる３次元データセットは、レンダリング画像として、一般的には、別個のワークステーション上に、任意の様々な周知の演算集約レンダリング技術を用いて表示される。更に、リアルタイムレンダリング及び表示ワークステーションは、超音波走査器と一体化され１つのシステムにされ得る。例えば、ボリュメトリックス社（VOLUMETRICS,
Inc.）が、そのようなシステムを製造している。 Although several 3D optimized ultrasound systems are available, the most commercially available ultrasound systems today display only a planar 2D image and collect scan data from a 1D array probe. The SONOS 5500 sold by PHILIPS MEDICAL SYSTEMS is an example of one such system. Commercially available systems including several SONOS 5500s can generate 3D ultrasound images with the help of “offline” post-processing. To do this, a sequence of regularly spaced planar two-dimensional sweeps is collected while the position of the probe is translated or rotated between scan frames. The post-processing operation reconstructs a three-dimensional data set using position information collected for each two-dimensional scanning plane. The resulting three-dimensional data set is displayed as a rendered image, typically on a separate workstation, using any of a variety of well-known computationally intensive rendering techniques. Furthermore, the real-time rendering and display workstation can be integrated into an ultrasonic scanner into a single system. For example, VOLUMETRICS,
Inc.) manufactures such a system.

真の３次元容積超音波システムと、３次元画像を生成する２次元超音波システムの両方において、結果として得られる３次元超音波画像を表示する効果的な方法を有することが必要である。残念ながら、超音波画像を表示する最も一般的な方法は、コンピュータモニタを介してであり、これは、一般的に２次元の平らなスクリーンである。２次元コンピュータモニタディスプレイ上では、３次元特性は、様々な要因から失われてしまう。１つのそのような要因は、観察者の視野方向に沿った対象の一部分のオクルージョン又は妨害である。視覚的なオクルージョンによって、超音波画像の非常に重要な面が、視界から遮られてしまう。これにより、３次元超音波画像によって表示される情報の理解は完全ではなくなる。 In both true three-dimensional volumetric ultrasound systems and two-dimensional ultrasound systems that generate three-dimensional images, it is necessary to have an effective way of displaying the resulting three-dimensional ultrasound image. Unfortunately, the most common method of displaying ultrasound images is through a computer monitor, which is typically a two-dimensional flat screen. On a two-dimensional computer monitor display, the three-dimensional characteristics are lost due to various factors. One such factor is occlusion or obstruction of a portion of the object along the viewer's field of view. Visual occlusion blocks very important aspects of the ultrasound image from view. Thereby, the understanding of the information displayed by the three-dimensional ultrasonic image is not perfect.

２次元コンピュータモニタ上での３次元超音波画像の表示に伴う別の問題は、幾つかの対象は、３次元超音波画像として表示されると単純に異なるように見えるという現象に関する。このようなシステムが実際に何を表示しているのかをより完全に理解できるようにしなければならないので、３次元超音波画像を単純に２次元コンピュータモニタ上で表示することは、多くの診断のためには不十分である。画像を何らかの方法で操作する能力がない限り、容積超音波画像が、画像中に存在する恐らく重要な情報の全てを観察者に伝えない方の可能性がずっと高い。 Another problem with the display of 3D ultrasound images on a 2D computer monitor relates to the phenomenon that some objects appear simply different when displayed as 3D ultrasound images. Simply displaying a 3D ultrasound image on a 2D computer monitor is necessary for many diagnostics because it is necessary to have a more complete understanding of what such a system is actually displaying. It is not enough for this. Unless there is the ability to manipulate the image in some way, it is much more likely that the volumetric ultrasound image will not convey to the viewer all of the possibly important information present in the image.

本発明では、従来の超音波画像システムディスプレイに関連付けられる不利点及び問題を実質的に排除又は低減する、旋回する３次元超音波表示を振動超音波対象と同期させる方法及びシステムを提供する。 The present invention provides a method and system for synchronizing a swiveling three-dimensional ultrasound display with a vibrating ultrasound object that substantially eliminates or reduces the disadvantages and problems associated with conventional ultrasound imaging system displays.

本発明の１つの面では、振動超音波対象の３次元超音波画像を表示する方法であって、振動超音波対象の容積超音波画像を形成する段階を有する。この容積超音波画像は、振動超音波対象の振動を表示する。この方法は、開始向きから回転又は旋回サイクルを通して、容積超音波画像を旋回する又は回転する。この処理は更に、容積超音波画像の旋回期間の開始を、振動超音波対象の振動の特定の位相と一致させるよう同期させる。 One aspect of the present invention is a method for displaying a three-dimensional ultrasonic image of a vibrating ultrasonic object, comprising the step of forming a volumetric ultrasonic image of the vibrating ultrasonic object. This volumetric ultrasound image displays the vibration of the vibrating ultrasound object. This method turns or rotates the volumetric ultrasound image from the starting direction through a rotation or turning cycle. This process further synchronizes the start of the swivel period of the volumetric ultrasound image to match the specific phase of vibration of the vibrating ultrasound object.

本発明の技術的な利点は、観察者に可変の表示を提示することによって２次元ディスプレイ又はモニタ上での３次元容積超音波画像の認識を有意に改善する。可変表示は、観察者が、本発明を用いなければディスプレイの２次元特性によって視界からふさがれる又は遮られ得る容積超音波画像の向きを見ることを可能にする。本発明の更なる技術的な利点は、旋回サイクルの開始を、振動超音波対象の振動の開始と一致させる能力を有する点である。例えば、振動超音波対象は、医者が超音波解析を行うことを所望する人間の心臓であり得る。本発明の超音波イメージングシステムは、例えば、鼓動する人間の心臓の完全な容積的な又は３次元の画像を提示することが可能である。鼓動する人間の心臓のボリュームレンダリングの最大限の利点を抽出する医師の能力を高めるために、３次元表示は、心拍レートに対応する期間に応じて超音波心臓画像を旋回する。この旋回期間を心拍レートと同期させることによって、連続的なより容易に解析される表示結果が得られる。このような改良された表示の利益は、心臓の機能のより完全な理解であり得る。このより完全な理解は、任意の心臓に関連する疾患の正確な診断の確率を増加する。 The technical advantages of the present invention significantly improve the recognition of 3D volumetric ultrasound images on a 2D display or monitor by presenting a variable display to the viewer. The variable display allows the observer to see the orientation of the volumetric ultrasound image that can be blocked or obstructed from view by the two-dimensional characteristics of the display without using the present invention. A further technical advantage of the present invention is that it has the ability to match the start of a swivel cycle with the start of vibration of a vibrating ultrasonic object. For example, a vibrating ultrasound object may be a human heart that a physician desires to perform ultrasound analysis. The ultrasound imaging system of the present invention is capable of presenting a complete volumetric or three-dimensional image of a beating human heart, for example. To enhance the physician's ability to extract the maximum benefits of volume rendering of the beating human heart, the three-dimensional display rotates the ultrasound heart image according to a period corresponding to the heart rate. By synchronizing this turning period with the heart rate, continuous and more easily analyzed display results are obtained. The benefit of such an improved display can be a more complete understanding of the function of the heart. This more complete understanding increases the probability of an accurate diagnosis of any heart related disease.

本発明の更なる技術的利点は、旋回期間を振動超音波対象の振動レートと同期させることは、追加の機器又は有意なシステム変更費用がかかることなくできるという点である。超音波画像のフレームレート、旋回サイクルの全時間、及び振動の期間を決定することによって本発明は、同期された旋回表示及び超音波対象振動を、一体化された表現として提示することが可能である。この表現は、観察者の判断によって、記録画像、可変に制御可能な静的画像、及びライブ画像であり得る。可変に制御可能なモードは、ポーズ又はフリーズビデオ画像として現れる。この画像は、トラックボール又は類似の入力装置によって制御可能である。 A further technical advantage of the present invention is that it is possible to synchronize the turning period with the vibration rate of the vibrating ultrasonic object without additional equipment or significant system modification costs. By determining the frame rate of the ultrasound image, the total time of the swivel cycle, and the duration of the vibration, the present invention can present a synchronized swivel display and ultrasonic object vibration as an integrated representation. is there. This representation can be a recorded image, a variably controllable static image, and a live image at the discretion of the observer. The variably controllable mode appears as a pause or freeze video image. This image can be controlled by a trackball or similar input device.

他の技術的利点は、以下の図面、説明、及び請求項から当業者には容易に明らかであろう。 Other technical advantages will be readily apparent to one skilled in the art from the following figures, descriptions, and claims.

本発明及び本発明の利点のより完全な理解のために、次に、添付図面と共に以下の説明を参照する。図面では、同様の参照番号は、同様の特徴を示す。 For a more complete understanding of the present invention and the advantages thereof, reference is now made to the following description taken in conjunction with the accompanying drawings. In the drawings, like reference numbers indicate like features.

本発明の好適な実施例及びその利点は、図１乃至７Ｇを参照することによって最良に理解できる。同様の参照番号を、様々な図面の同様及び対応する部分に対して用いる。 The preferred embodiment of the present invention and its advantages are best understood by referring to FIGS. 1-7G. Like reference numerals are used for like and corresponding parts of the various drawings.

図１は、本発明の好適な実施例により提示する概念を使用し得る超音波イメージングシステム１０の単純化されたブロック図を示す。当業者は、本願において説明する、図１に示す超音波イメージングシステム１０とその動作方法は、一般的に、そのようなシステムの代表するものであり、任意の特定のシステムは、図１に示すシステムとは相当に異なる場合もあり得ることを理解するであろう。特に、そのようなシステムの構成及び動作の詳細において異なる場合もある。従って、超音波イメージングシステム１０は、説明的及び例示的であり、本願又は請求項に記載する発明について制限するものではないと見なすべきである。 FIG. 1 shows a simplified block diagram of an ultrasound imaging system 10 that may use the concepts presented by the preferred embodiment of the present invention. Those skilled in the art will generally describe the ultrasound imaging system 10 shown in FIG. 1 and the method of operation thereof described in this application for such systems, and any particular system is shown in FIG. It will be appreciated that the system can be quite different. In particular, the details of the configuration and operation of such a system may vary. Accordingly, the ultrasound imaging system 10 should be considered illustrative and exemplary and not limiting of the invention as described in this application or the claims.

ハードウェアの一部分が特定の特徴を有することが所望される特定の状況において、これらの特徴は、以下の文においてより詳細に説明する。様々なこれらの機械のために必要な構造は、以下の説明に示し得る。本発明の教示内容に応じて変更され得る機械は、フィリップス・メディカル・システムズ・インターナショナル、ＧＥメディカル・システムズ、及びシーメンズ・メディカル・システムズ、並びに、超音波機器の他の製造業者といった企業によって製造される機械を含む。 In certain situations where it is desired that a piece of hardware have certain features, these features are described in more detail in the following text. The required structure for a variety of these machines may be shown in the description below. Machines that can be modified according to the teachings of the present invention are manufactured by companies such as Philips Medical Systems International, GE Medical Systems, and Siemens Medical Systems, and other manufacturers of ultrasound equipment. Machine.

超音波イメージングシステム１０は、一般的に、超音波ユニット１２及び接続される振動子１４を有する。振動子１４は、受信器１６を有する。超音波ユニット１２は、その中に組み込まれた送信器１８及び関連付けられる制御器２０を有する。制御器２０は、タイミング及び制御機能を与えることによってシステムの全体制御を与える。以下に詳細に説明するように、制御ルーチンは、受信器１６の動作を変更する様々なルーチンを有し、それにより、容積超音波画像をライブのリアルタイム画像、前に記録された画像、又は、観察及び解析のためにポーズ或いはフリーズされる画像として生成する。超音波ユニットは更に、超音波の送信及び受信を制御するイメージングユニット２２と、モニタ（図２参照）上での表示を生成する画像処理ユニット２４が設けられる。画像処理ユニット２４は、３次元画像をレンダリングするためのルーチンを含む。 The ultrasound imaging system 10 generally includes an ultrasound unit 12 and a transducer 14 connected thereto. The vibrator 14 has a receiver 16. The ultrasound unit 12 has a transmitter 18 and an associated controller 20 incorporated therein. Controller 20 provides overall control of the system by providing timing and control functions. As described in detail below, the control routine includes various routines that change the operation of the receiver 16 so that volumetric ultrasound images can be converted to live real-time images, previously recorded images, or Generated as an image that is paused or frozen for observation and analysis. The ultrasonic unit is further provided with an imaging unit 22 that controls transmission and reception of ultrasonic waves and an image processing unit 24 that generates a display on a monitor (see FIG. 2). The image processing unit 24 includes a routine for rendering a three-dimensional image.

フリーハンドイメージングの間に、ユーザは、振動子１４を、制御された動作で対象２５の上で動かす。超音波ユニット１２は、イメージングユニット２２によって生成された画像データを、制御器２０によって生成された位置データと組み合わせ、それにより、モニタ（図２を参照）上でのレンダリングに適したデータのマトリクスを生成する。超音波イメージングシステム１０は、汎用プロセッサ及びＰＣのようなアーキテクチャを使用して、画像レンダリング処理を画像処理機能と一体にする。その一方で、スティッチング及びレンダリングを行うようＡＳＩＣの使用も可能である。 During freehand imaging, the user moves the transducer 14 over the object 25 in a controlled manner. The ultrasound unit 12 combines the image data generated by the imaging unit 22 with the position data generated by the controller 20, thereby creating a matrix of data suitable for rendering on a monitor (see FIG. 2). Generate. The ultrasound imaging system 10 uses an architecture such as a general purpose processor and a PC to integrate image rendering processing with image processing functions. On the other hand, it is possible to use an ASIC to perform stitching and rendering.

図２は、本発明の好適な実施例による超音波システムのブロック図３０である。図２に示す超音波イメージングシステムは、パルス発生器回路の使用のために構成されるが、任意の波形演算のために同様に構成されてもよい。超音波イメージングシステム１０は、標準パーソナルコンピュータ（「ＰＣ」）タイプの構成要素の組み込みに適した集中化されたアーキテクチャを使用し、角度を介して送信器２８からの信号に基づいて、超音波ビームを、周知の方法で走査する振動子１４を有する。後方散乱した信号、即ち、エコーは、振動子１４によって検出され、受信／送信スイッチ３２を介して、信号調整器３４に、その次にビーム形成器３６に供給される。振動子１４は、電子的にステア可能な２次元アレイとして構成されることが好適である素子を有する。信号調整器３４は、後方散乱超音波信号を受信し、これらの信号を、ビーム形成器３６に供給する前に増幅及び形成回路によって調整する。ビーム形成器３６において、超音波信号は、デジタル値に変換され、超音波ビームの方位角に沿った点からの後方散乱信号の振幅に応じてデジタルデータ値の「ライン」に構成される。 FIG. 2 is a block diagram 30 of an ultrasound system according to a preferred embodiment of the present invention. The ultrasound imaging system shown in FIG. 2 is configured for use with a pulse generator circuit, but may be similarly configured for arbitrary waveform computations. The ultrasound imaging system 10 uses a centralized architecture suitable for incorporation of standard personal computer (“PC”) type components, and based on the signal from the transmitter 28 via an angle, an ultrasound beam. Is provided with a vibrator 14 that scans in a known manner. The backscattered signal, or echo, is detected by the transducer 14 and supplied to the signal conditioner 34 and then to the beamformer 36 via the receive / transmit switch 32. The transducer 14 has elements that are preferably configured as an electronically steerable two-dimensional array. The signal conditioner 34 receives backscattered ultrasound signals and conditions these signals with an amplification and shaping circuit before feeding them to the beamformer 36. In the beamformer 36, the ultrasound signal is converted to a digital value and configured into a “line” of digital data values according to the amplitude of the backscatter signal from a point along the azimuth angle of the ultrasound beam.

ビーム形成器３６は、デジタル値を、特殊用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）３８に供給する。特殊用途向け集積回路は、モニタ４０に供給されるビデオ表示のより助けとなる形にデジタル値を変換するのに必要な主要な処理モジュールを組み込む。フロントエンドデータ制御器４２は、ビーム形成器３６からデジタルデータ値のラインを受信し、各ラインを受信した通りに、バッファ４４の領域内にバッファリングする。デジタルデータ値のラインを蓄積した後、フロントエンドデータ制御器４２は、中断信号を、バス４６を介して、モトローラ（MOTOROLA）社のＰｏｗｅｒＰＣであり得る共有中央処理演算ユニット（ＣＰＵ）４８に送り出す。ＣＰＵ４８は、ＡＳＩＣ３８における各処理モジュールの個別の非同期動作を可能にするよう動作可能である手順を含む制御手順５０を実行する。より具体的には、中断信号を受信すると、ＣＰＵ４８は、バッファ４４内にあるデジタルデータ値のラインを、統一された共有メモリを構成するランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）５４における記憶のためにランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）制御器５２に供給する。ＲＡＭ５４は更に、デジタルデータ値のラインを含むＣＰＵ４８に対する命令及びデータも記憶する。データは、全てＲＡＭ制御器５２の制御下でＡＳＩＣ３８における個々のモジュール間で転送される。 The beamformer 36 provides digital values to an application specific integrated circuit (ASIC) 38. The special purpose integrated circuit incorporates the main processing modules necessary to convert the digital values into a more helpful form of the video display supplied to the monitor 40. The front end data controller 42 receives lines of digital data values from the beamformer 36 and buffers each line within the buffer 44 area as it is received. After accumulating lines of digital data values, the front-end data controller 42 sends an interrupt signal via the bus 46 to a shared central processing unit (CPU) 48, which may be a Motorola PowerPC. The CPU 48 executes a control procedure 50 that includes procedures that are operable to allow individual asynchronous operation of each processing module in the ASIC 38. More specifically, upon receipt of an interrupt signal, the CPU 48 stores the line of digital data values in the buffer 44 for random access memory (RAM) 54 for storage in a unified shared memory. (RAM) The controller 52 is supplied. The RAM 54 further stores instructions and data for the CPU 48 including lines of digital data values. All data is transferred between individual modules in the ASIC 38 under the control of the RAM controller 52.

上述したように振動子１４は、位置情報を生成するために送信器２８に関連して動作する受信器１６を組み込む。この位置情報は、制御器２０に供給される（又は制御器２０によって作成される）。制御器２０は、位置データを周知の方法で出力する。位置データは、デジタルデータ値の記憶と併せてＲＡＭ５４内に（ＣＰＵ４８の制御下で）記憶される。 As described above, transducer 14 incorporates receiver 16 that operates in conjunction with transmitter 28 to generate position information. This position information is supplied to the controller 20 (or created by the controller 20). The controller 20 outputs the position data by a known method. The position data is stored in the RAM 54 (under the control of the CPU 48) along with the storage of digital data values.

制御手得順５０は、送信器２８、信号調整器３４、ビーム形成器３６、及び制御器２０にタイミング信号を出力し、それにより、それらの動作を、ＡＳＩＣ３８内のモジュールの動作と同期させるフロントエンドタイミング制御器４５を制御する。フロントエンドタイミング制御器４５は更に、バス４６の動作と、ＡＳＩＣ３８内の様々な他の機能を制御するタイミング信号も出す。 The control acquisition sequence 50 outputs timing signals to the transmitter 28, signal conditioner 34, beamformer 36, and controller 20, thereby synchronizing their operation with the operation of the modules in the ASIC 38. The end timing controller 45 is controlled. The front end timing controller 45 also provides timing signals that control the operation of the bus 46 and various other functions within the ASIC 38.

上述したように、制御手順５０は、フロントエンドデータ制御器４４がデジタルデータ値のラインと位置情報をＲＡＭ制御器５２内に動かすようＣＰＵ４８を設定する。デジタルデータ値のラインと位置情報は、次に、ＲＡＭ５４内に格納される。ＣＰＵ４８が、デジタルデータ値のラインの転送を制御するので、画像フレーム全体がＲＡＭ５４内に格納されるとそれを感知する。この時点で、ＣＰＵ４８は、制御手順５０によって設定され、データは、走査変換器５８による動作のために利用可能であることを認識する。従って、この時点において、ＣＰＵ４８は、処理のためにＲＡＭ５４内の１フレームのデータにアクセス可能であることを走査変換器５８に知らせる。 As described above, the control procedure 50 sets the CPU 48 so that the front end data controller 44 moves the digital data value lines and position information into the RAM controller 52. The digital data value lines and position information are then stored in the RAM 54. The CPU 48 controls the transfer of lines of digital data values so that the entire image frame is sensed when stored in the RAM 54. At this point, the CPU 48 recognizes that the data set by the control procedure 50 is available for operation by the scan converter 58. Therefore, at this point, the CPU 48 informs the scan converter 58 that one frame of data in the RAM 54 is accessible for processing.

（ＲＡＭ制御器５２を介して）ＲＡＭ５４内のデータにアクセスするために、走査変換器５８は、ＣＰＵ４８に中断して、ＲＡＭ５４からデータフレームのラインを要求する。このようなデータは次に、走査変換器５８のバッファ６０に転送され、Ｘ−Ｙ座標系に基づいたデータに変換される。このデータが、制御器２０からの位置データと結合されると、Ｘ−Ｙ−Ｚ座標系でのデータマトリクスが得られる。４次元マトリクスを４Ｄ（Ｘ−Ｙ−Ｚ−時間）データについて用いてもよい。この処理は、ＲＡＭ５４からの画像フレームの連続デジタルデータ値について繰り返される。結果として得られる処理されたデータは、表示データとして、ＲＡＭ制御器５２を介して、ＲＡＭ５４内に戻される。表示データは、ビーム形成器３６によって生成されるデータとは別個に格納される。ＣＰＵ４８及び制御手順５０は、上述した中断手順を介して、走査変換器５８の動作の完了を感知する。三菱のボリュームプロ（VOLUMEPRO）シリーズカードといったビデオプロセッサ６４は、ＣＰＵ４８を中断し、ＣＰＵ４８は、ＲＡＭ５４からのビデオデータのラインをバッファ６２内に供給することによって反応する。バッファ６２は、ビデオプロセッサ６４に関連付けられる。ビデオプロセッサ６４は、ビデオデータを使用して、モニタ４０上の２次元画像として３次元容積超音波画像をレンダリングする。 To access data in RAM 54 (via RAM controller 52), scan converter 58 interrupts CPU 48 and requests a line of data frames from RAM 54. Such data is then transferred to the buffer 60 of the scan converter 58 and converted to data based on the XY coordinate system. When this data is combined with the position data from the controller 20, a data matrix in the XYZ coordinate system is obtained. A four-dimensional matrix may be used for 4D (XYZ-time) data. This process is repeated for successive digital data values of image frames from the RAM 54. The resulting processed data is returned to the RAM 54 via the RAM controller 52 as display data. The display data is stored separately from the data generated by the beamformer 36. The CPU 48 and the control procedure 50 sense the completion of the operation of the scan converter 58 through the interruption procedure described above. A video processor 64, such as a Mitsubishi VOLUMEPRO series card, interrupts the CPU 48, which reacts by supplying a line of video data from the RAM 54 into the buffer 62. Buffer 62 is associated with video processor 64. Video processor 64 uses the video data to render a three-dimensional volumetric ultrasound image as a two-dimensional image on monitor 40.

図３は、本発明の処理を概念的に示す。この処理は、超音波伝搬から開始し、コンピュータモニタ４０上での容積超音波画像の表示まで続けられる。図３に示す例では、単一の頂点６８にて共通に結合されるスライス６６がある。しかし、これらのスライスはばらばらであってもよい。スライス６６における各走査線７０は、他のスライスにおいてマッチングする（又は「インデックスが付けられる」）走査線を有する。同じ横位置を有する走査線７０が、スライスのセット全体においてマッチングされることが好適である。このことを達成する１つの方法は、走査線に順繰りに番号を付けることによってスライスにおける走査線のそれぞれにインデックスを付けることである。そうすると、同じインデックス値を有する走査線７０を容易にマッチングすることが可能である。 FIG. 3 conceptually illustrates the process of the present invention. This process starts with ultrasonic propagation and continues until the volume ultrasonic image is displayed on the computer monitor 40. In the example shown in FIG. 3, there are slices 66 that are commonly joined at a single vertex 68. However, these slices may be disjoint. Each scan line 70 in slice 66 has a scan line that matches (or “indexes”) in another slice. Scan lines 70 having the same lateral position are preferably matched in the entire set of slices. One way to accomplish this is to index each of the scan lines in the slice by numbering the scan lines in order. Then, it is possible to easily match the scanning lines 70 having the same index value.

容積３次元画像をレンダリングするために、マッチングされた走査線７０の各セットのデータ点は、加算ルーチンを用いて線形に組み合わされる。即ち、スライスセットにおける各スライスは、続く表示のために集合スライスを生成するために上方向に累積される。必要ではないが、各スライスにおけるデータ点は、例えば、ライン毎に、積和演算ルーチン（「ＭＡＣルーチン」とも知られる）を使用して重み付けされることが好適である。 To render a volumetric 3D image, the data points for each set of matched scan lines 70 are linearly combined using an addition routine. That is, each slice in the slice set is accumulated upward to produce a collective slice for subsequent display. Although not required, the data points in each slice are preferably weighted, for example, line by line using a multiply-accumulate routine (also known as a “MAC routine”).

図３は更に、本発明が特に有利な適用を有する容積超音波処理を用いて、例えば、人間の心臓７２の超音波データの処理を示す。１つの実施例では、本発明は、データのボクセルマトリクス７４を生成するよう振動子１４の使用から生じるスライス６６からのデータを瞬間的に処理するライブの３次元超音波アーキテクチャと共に特に有益に使用される。ボクセルマトリクス７４は、フィリップス・メディカル・システムズによって製造されるＳＯＮＯＳ７５００のスーパーコンピュータアーキテクチャといった強力なスーパーコンピュータアーキテクチャを使用して、僅かに５０ミリ秒といった少量の時間において処理し、３次元超音波データをストリーミングする。この処理された超音波データは、リアルタイムの振動超音波対象を表示するようモニタ４０画面上に現れ得る。 FIG. 3 further illustrates the processing of ultrasound data of, for example, the human heart 72 using volumetric sonication with which the present invention has particularly advantageous applications. In one embodiment, the present invention is particularly beneficially used with a live 3D ultrasound architecture that instantaneously processes data from slice 66 resulting from the use of transducer 14 to generate a voxel matrix 74 of data. The The voxel matrix 74 uses a powerful supercomputer architecture, such as the SONOS 7500 supercomputer architecture manufactured by Philips Medical Systems, to process 3D ultrasound data in as little as 50 milliseconds. Stream. This processed ultrasound data may appear on the monitor 40 screen to display real-time vibrating ultrasound objects.

本発明が共に動作するＳＯＮＯＳ７５００といった３次元システムは、３０００個の素子のアレイを有する振動子１４と、進化型であるが依然としてＰＣに基づいた演算プラットホーム、並びに、インタラクティブ画像操作及び使用するのが簡単なオペレータインタフェースを可能にする特別なソフトウェアを使用してデータを前処理する関連付けられるマイクロプロセッサを有する。３０００個の素子を有するアレイは、例えば、心臓である超音波対象についてのデータを、容積として捕捉する。必要な数の水晶を有するようエッチングされる振動子水晶を、振動子素子を効率よくトリガさせるマイクロプロセッサ回路に組み合わせることによって、本発明が共に動作する超音波イメージングシステムは、１５０個のコンピュータボード以上の消費電力を抑制する。このようなアレイ及びマイクロプロセッサについての更なる詳細は、米国特許第５，９９７，４７９号、第６，０１３，０３２号、及び第６，１２６，６０２号に記載される。 A three-dimensional system, such as the SONOS 7500, with which the present invention operates, is an oscillator 14 having an array of 3000 elements, an evolutionary but still PC-based computing platform, and interactive image manipulation and use. It has an associated microprocessor that pre-processes the data using special software that allows a simple operator interface. An array with 3000 elements captures data for an ultrasound object, eg, the heart, as a volume. By combining an oscillator crystal that is etched to have the required number of crystals with a microprocessor circuit that efficiently triggers the oscillator element, the ultrasound imaging system with which the present invention operates has more than 150 computer boards. To reduce power consumption. Further details about such arrays and microprocessors are described in US Pat. Nos. 5,997,479, 6,013,032, and 6,126,602.

処理アーキテクチャは、容積データのリアルタイム生成を可能にするハードウェア及びソフトウェアの両方を有する。このＰＣに基づいた技術は、３次元画像の瞬間表示を支援する。この技術を用いて、超音波イメージングシステムは、３０００個のチャンネルをＳＯＮＯＳ７５００のメインフレームビーム形成器にリアルタイムで走査するために適用する。３次元走査変換器５８は、ボクセルマトリクス７４から画像７６を生成するために一秒当たり０．３ギガボクセル以上の速度で処理する。 The processing architecture has both hardware and software that allows real-time generation of volume data. This PC-based technology supports instantaneous display of 3D images. Using this technique, an ultrasound imaging system is applied to scan 3000 channels on a SONOS 7500 mainframe beamformer in real time. The three-dimensional scan converter 58 processes at a rate of 0.3 gigavoxels per second or more to generate an image 76 from the voxel matrix 74.

従って、本発明のこの実施例は、周知の心エコー検査解析及び診断を高めるために、３次元ライブ超音波イメージング及び表示処理に用いられ得る。本発明が共に動作し得るシステムは、データが収集された直後の鼓動する心臓の３次元画像を生成及び表示する能力を有する。しかし、本発明は、データを収集するのに数秒間と、それを３次元超音波表示として再構成するのに追加の時間を必要とし得る他のニアリアルタイム３次元システムとも動作し得る。そのようなシステムでは、心臓の３次元超音波画像につながるデータ収集は、心電図及び呼吸作用解析並びに診断に向けられ得る。 Thus, this embodiment of the present invention can be used in 3D live ultrasound imaging and display processes to enhance well-known echocardiographic analysis and diagnosis. A system with which the present invention can work together has the ability to generate and display a three-dimensional image of the beating heart immediately after data is collected. However, the present invention may also work with other near real-time 3D systems that may require a few seconds to collect data and additional time to reconstruct it as a 3D ultrasound display. In such a system, data collection leading to a three-dimensional ultrasound image of the heart can be directed to electrocardiogram and respiratory analysis and diagnosis.

本発明が共に動作することが好適であるシステムは、幾つかの視野から心臓の解剖学的構造をオペレータが見ることを可能にするために回転可能な心臓の完全な容積視野を供給する。画像は、心臓弁といった複雑な解剖学的特徴の断面図を得るようクロッピングされることも可能である。本発明を使用するのに好適な超音波システムは、患者の心臓の大きさ、形状、及び解剖学的関係についての情報を与えることも可能である。このようなシステムは、地元の病院及び大学のエコー研究室から個人診療室までの様々な範囲の医用環境にとって魅力的である。そのようなシステムの３次元能力は、心臓の弁、室、及び血管間の補正のより良好な評価を可能にする。 A system in which the present invention preferably operates together provides a complete volumetric view of the heart that can be rotated to allow the operator to view the anatomy of the heart from several views. Images can also be cropped to obtain a cross-sectional view of complex anatomical features such as heart valves. An ultrasound system suitable for use with the present invention can also provide information about the size, shape, and anatomical relationships of the patient's heart. Such a system is attractive for a range of medical environments from local hospitals and university echo labs to personal clinics. The three-dimensional capability of such a system allows a better assessment of the correction between heart valves, chambers, and blood vessels.

本発明が共に動作することが好適であるライブ容積超音波システムは、特に小児科における複雑な解剖学的特徴の改善された視覚化を提供する。一般的に小児科では、心臓内科医は、心臓の一部分を別の部分に関連付けようとして様々な２次元平面を見ることにかなり長い時間を費やす。本発明のシステムによるボリュームレンダリングは、改善されたより迅速な小児心臓の評価をもたらし得る。何故なら、医師は、心臓と周りの構造をより良好に視覚化することが可能だからである。 Live volumetric ultrasound systems in which the present invention is preferred to work together provide improved visualization of complex anatomical features, particularly in pediatrics. In general, in pediatrics, cardiologists spend a significant amount of time looking at various two-dimensional planes in an attempt to relate one part of the heart to another. Volume rendering with the system of the present invention may result in improved and more rapid pediatric heart assessment. This is because doctors can better visualize the heart and surrounding structures.

本発明の旋回表示と結合されるボリュームレンダリングは、観察者が、空間におけるデータセットを操作し、選択した視野を維持しながら画像を回転し、それにより、病理の構造上の向きに対し明瞭さが与えられることを可能にする。本発明によって与えられる、制御可能なライブ容積超音波イメージングと同期された旋回又は回転の組み合わせは、最も可能性が高く正しい解を与える視野をより迅速に得る可能性を高める。これは、本発明を用いなければ有することのない情報を観察者が有するからである。 Volume rendering combined with the swivel display of the present invention allows the observer to manipulate the data set in space and rotate the image while maintaining the selected field of view, thereby providing clarity for the structural orientation of the pathology. Allows to be given. The combination of swivel or rotation synchronized with controllable live volumetric ultrasound imaging provided by the present invention increases the likelihood of obtaining a field of view that most likely and gives the correct solution more quickly. This is because the observer has information that cannot be obtained unless the present invention is used.

同期された旋回表示とボリュームレンダリングの組み合わせは、初期の実験の間に、幾つかの他の潜在的な利点を示した。本発明は、心臓弁機能のより正確な評価を可能にし得る。ボリュームレンダリングされた３次元画像のリアルタイムの多くの及び変化する２次元表示を供給する能力は、カテーテル案内の際にも有用であり得る。更に、本発明の高められた表示は、領域的又は大域的心臓機能を評価するときの性能向上、並びに、データ収集及び解釈のために時間を短くすることによる生産性の向上を供給し得る。 The combination of synchronized swivel display and volume rendering showed several other potential advantages during early experiments. The present invention may allow a more accurate assessment of heart valve function. The ability to provide many real-time and changing two-dimensional displays of volume-rendered three-dimensional images can also be useful during catheter guidance. Furthermore, the enhanced display of the present invention may provide improved performance when assessing regional or global heart function, as well as increased productivity by reducing time for data collection and interpretation.

図４は、コンピュータモニタ４０の２次元画面といった２次元画面を用いてボリュームレンダリング３次元超音波画像を使用する試みを示す。図４が示すように、ボクセルマトリクス７４は、人間の心臓７２といった超音波対象の真のボリュームレンダリングとして作成された。モニタ４０は、超音波イメージングシステム１０によって区別がつけられて励起され且つ制御される画素７８のアレイを有する。本発明の処理がなければ、オクルージョン及び不完全部が、３次元データ形式ボクセルマトリクス７４を２次元モニタ４０上に画像８０として伝達する試みに伴う。これは、観察者８２が、超音波イメージングシステム１０が提供することのできる処理及びデータ捕捉の利点を十分に理解することを阻止してしまい得る。 FIG. 4 illustrates an attempt to use a volume rendered 3D ultrasound image using a 2D screen, such as the 2D screen of computer monitor 40. As FIG. 4 shows, the voxel matrix 74 was created as a true volume rendering of an ultrasound object such as the human heart 72. The monitor 40 has an array of pixels 78 that are distinguished and excited and controlled by the ultrasound imaging system 10. Without the processing of the present invention, occlusions and imperfections are associated with attempts to transmit the three-dimensional data format voxel matrix 74 as an image 80 on the two-dimensional monitor 40. This may prevent the observer 82 from fully understanding the processing and data capture benefits that the ultrasound imaging system 10 can provide.

従って、本発明は、奥行き認識及びボリュームイメージングの他の関連問題を解決する処理を提供する。奥行き認識問題を解決するために、本発明は、画像が完全にボリュームレンダリングされた超音波画像であるので、画像を、モニタ４０上で様々な角度から可変に表示可能であるという事実を考慮に入れる。更に、本発明は、鼓動する心臓７２といった振動対象では、その振動超音波対象の３次元認識を更に高めることが可能であることを認識する。従って、本発明は、超音波対象を観察し得る３次元空間における多くの角度と、一部の超音波対象は、その性質として、揺動する、振動する、又はそうでなければ繰り返し或いは周期的に動くという事実を共にうまく利用する処理を提供する。この組み合わせは、容積超音波画像における旋回又は回転サイクルの超音波対象の振動又は脈を打つ動作との同期化をもたらす。 Thus, the present invention provides a process that solves other related problems of depth recognition and volume imaging. To solve the depth recognition problem, the present invention takes into account the fact that the image can be variably displayed on the monitor 40 from various angles since the image is a fully volume rendered ultrasound image. Put in. Furthermore, the present invention recognizes that a vibrating object such as a beating heart 72 can further enhance the three-dimensional recognition of that vibrating ultrasonic object. Accordingly, the present invention provides many angles in a three-dimensional space where an ultrasonic object can be observed, and some ultrasonic objects, by their nature, oscillate, vibrate, or otherwise repeat or periodic. Provide a process that takes advantage of the fact that This combination provides synchronization with the vibration or pulsing motion of the ultrasonic object of the swivel or rotation cycle in the volumetric ultrasound image.

従って、図５は、本発明の同期処理の例示的なフローチャートを与える。簡単に述べると、この方法は、振動超音波対象の容積超音波画像を形成する段階を有する。容積超音波画像は、振動する超音波対象の振動を表示する。この実施例では、表示は、容積超音波画像を開始向きから旋回又は回転サイクルを介し繰り返し回転する。この旋回又は回転は、開始向きに戻る。この処理は、振動対象の振動の開始と一致させるよう容積超音波画像の反復回転の開始を同期させる。 Accordingly, FIG. 5 provides an exemplary flowchart of the synchronization process of the present invention. Briefly, the method includes forming a volumetric ultrasound image of a vibrating ultrasound object. The volumetric ultrasound image displays the vibration of the vibrating ultrasonic object. In this embodiment, the display rotates the volumetric ultrasound image repeatedly from the starting direction through a swivel or rotation cycle. This turning or rotation returns to the starting direction. This process synchronizes the start of repetitive rotation of the volumetric ultrasound image to coincide with the start of vibration of the vibration target.

処理１００は、ＳＯＮＯＳ７５００といったシステム上で、段階１０２において、観察者がシステムの旋回動作表示を可能にしたかどうか判断することによって開始する。旋回処理が可能にされた場合にのみ、超音波画像システムは、同期化処理を使用する。同期化処理１００は、段階１０４において所与の旋回サイクルについて再生されるべき振動の回数を計算することから始まる。これは、段階１０６における所与の超音波表示システムに対するヘルツでのフレームレート又は１秒当たりのフレーム数の決定を含む。次に、この処理は、段階１０８において、振動超音波対象の振動に含まれるフレームの数（即ち、シングルボリューム）を得る。処理は次に、段階１１０において、１つの振動を繰り返すのにかかる時間を秒で計算する。これは、１つの振動におけるフレームの数を、超音波表示システムの１秒当たりのフレーム数でのフレームレートで割ることによって行われる。 The process 100 begins on a system, such as the SONOS 7500, at step 102 by determining whether the viewer has enabled display of the system's turning motion. Only when the turning process is enabled, the ultrasound imaging system uses a synchronization process. The synchronization process 100 begins by calculating the number of vibrations to be regenerated for a given turn cycle at step 104. This includes determining the frame rate in hertz or the number of frames per second for a given ultrasound display system in step 106. The process then obtains the number of frames (ie, single volume) included in the vibration of the vibrating ultrasonic object at step 108. The process then calculates in step 110 the time taken to repeat one vibration in seconds. This is done by dividing the number of frames in one vibration by the frame rate in frames per second of the ultrasound display system.

処理は次に、段階１１２において、単一の３次元旋回サイクルについて振動表示を繰り返す回数を計算する。好適な実施例では、５秒間の公称時間が、旋回サイクル期間を生成するのに効果的且つ簡単であることが分かった。この段階において、適切なコンピュータ言語にあり得る丸め関数をこの処理に使用することによって、幾らかの丸めがこの処理において生じ得る。基本的に、この計算は、振動サイクルについてのフレームの数の値を、旋回サイクルについてのフレームの数に分割することが関連する。旋回サイクルの表示が、表示における最後の振動の終わりにおいて終端することを確実にするために、旋回サイクルの期間は、旋回期間に発生する最後の振動の終わりにおいて終端するよう設定される。 The process then calculates, at step 112, the number of times to repeat the vibration display for a single three-dimensional turning cycle. In the preferred embodiment, a nominal time of 5 seconds has been found to be effective and simple to produce a swivel cycle period. At this stage, some rounding may occur in this process by using a rounding function in this process that may be in an appropriate computer language. Basically, this calculation involves dividing the value of the number of frames for the vibration cycle into the number of frames for the turning cycle. To ensure that the display of the swivel cycle ends at the end of the last vibration in the display, the period of the swivel cycle is set to end at the end of the last vibration that occurs during the turn period.

例えば、鼓動する心臓は、一拍当たり０．７秒の速度で脈を打つとする。４．９秒間の間にはそのような拍動が７回起きる。従って、最後の拍動の終わりが、旋回サイクルの終わりに起きるようにするためには、旋回期間は、４．９秒に設定される。従って、４．９秒において、容積超音波表示は、同じ開始向きに戻る。この実施例では、３次元旋回表示がアクティブであり得る３つのモードがある。これらのモードは、再生モード、フリーズモード、及びライブモードである。これらのモードに対する他の名前は、例えば、シネループモード、ポーズモード、又は収集モードであり得る。ライブモードでは、新しい容積超音波データの連続ストリームが、超音波イメージングシステム２０上で表示される。この動作モードでは、更に、本発明は、後で表示され得るデータを収集してもよい。フリーズモードでは、ライブ又は再生モードが、表示のために停止される。これは、ビデオカセットレコーダのポーズ機能と同様である。この可変に制御可能なモードは、ポーズ又はフリーズされたビデオ画像として現れ、この画像は、トラックボール又は同様の入力装置によって制御可能である。再生モードでは、記録されたボリュームレンダリング超音波画像が、超音波イメージングシステム１０に関連付けられるメモリから再生される。 For example, a beating heart beats at a rate of 0.7 seconds per beat. There are 7 such beats during 4.9 seconds. Thus, in order for the end of the last beat to occur at the end of the turn cycle, the turn period is set to 4.9 seconds. Thus, at 4.9 seconds, the volumetric ultrasound display returns to the same starting orientation. In this example, there are three modes in which the 3D swivel display can be active. These modes are a playback mode, a freeze mode, and a live mode. Other names for these modes may be, for example, cine loop mode, pause mode, or acquisition mode. In live mode, a continuous stream of new volumetric ultrasound data is displayed on the ultrasound imaging system 20. In this mode of operation, the present invention may also collect data that can be displayed later. In freeze mode, live or playback mode is stopped for display. This is the same as the pause function of the video cassette recorder. This variably controllable mode appears as a paused or frozen video image, which can be controlled by a trackball or similar input device. In the playback mode, the recorded volume rendering ultrasound image is played from a memory associated with the ultrasound imaging system 10.

従って、本発明の処理１００は、段階１１４において、超音波イメージングシステム１０が動作するためにこれらのうちのどのモードを指示したか判断する。クエリ１１６によってテストされるように、システムが再生モードで動作するよう指示される場合、処理フローは、段階１１８に進む。再生モードではない場合、クエリ１２０が、観察者が、フリーズモードで動作するよう超音波イメージングシステム１０を指示したか否かテストする。フリーズモードで動作するよう制御された場合、処理フローは、段階１２２に進み、ここでは、１０Ｈｚの超音波画像レンダリングレートが確立される。フリーズモードで動作するよう制御されない場合、処理１００は、クエリ２４において、観察者が超音波イメージングシステム１０をライブモードで動作するよう制御したか否かをテストする。ライブモードで動作するよう指示された場合、処理制御は、段階１２６に進み、ここでは、公称旋回サイクル長さが確立される。ライブモードで動作するよう指示されない場合、本発明のこの実施例は、クエリ１１６に戻るよう処理フローを制御する。しかし、今度は、クエリ１１６は、観察者が、超音波システム１０を再生モードで動作するよう指示したというデフォルトを有する。 Accordingly, the process 100 of the present invention determines in step 114 which of these modes has been indicated for the ultrasound imaging system 10 to operate. If the system is instructed to operate in playback mode, as tested by query 116, the process flow proceeds to step 118. If not in playback mode, query 120 tests whether the observer has instructed ultrasound imaging system 10 to operate in freeze mode. If controlled to operate in freeze mode, the process flow proceeds to step 122 where an ultrasound image rendering rate of 10 Hz is established. If not controlled to operate in freeze mode, process 100 tests in query 24 whether the observer has controlled ultrasound imaging system 10 to operate in live mode. If instructed to operate in live mode, process control proceeds to stage 126 where a nominal turn cycle length is established. If not instructed to operate in live mode, this embodiment of the present invention controls the process flow to return to query 116. However, this time the query 116 has a default that the observer has instructed the ultrasound system 10 to operate in playback mode.

再生モードでは、処理の段階１１８は、１つの振動におけるフレームの数を計算する。段階１２８は、１つの旋回サイクルにおいて振動は何回再生されるべきか決定する。これは、設定された旋回期間の間にあてはまり得る完全な振動の総数を計算することによって決定される。従って、例えば、０．７秒かかる１つの振動は、５秒間の旋回期間の間に、全部で７回完全に繰り返され得、１秒だけ残る。又は、同等に、ぴったり４．９秒において、７回の完全な振動（即ち、７回の完全な周期的な心周期）が発生する。更に、処理は、段階１３０において、所望の旋回期間の継続時間を達成するために必要なフレームの数を計算する。このことは、１振動当たりのフレームの数を、旋回期間における振動の数によって乗算することによって単純に行われる。これは、旋回のために使用するフレームの数を決定する。従って、例えば、容積超音波表示が、２０Ｈｚのレートでレンダリングする場合、０．７秒の振動期間では、１振動当たりに１４個のフレーム（＝２０フレーム／秒×０．７秒／振動）であり得る。これは、旋回期間に９８個のフレーム（＝１４フレーム／振動×７振動／旋回期間）を使用することを必要とする。従って、容積超音波画像の開始向きから完全な旋回範囲を通り、開始向きに戻るには、モニタ４０上で超音波イメージングシステム１０からの９８個のフレームを使用すべきである。これは、全ての旋回期間が同じ向きから開始し終了することを確実にする。更に、旋回期間は、一意のフレームに対応する各位相が僅かに異なる視角で表示されるよう９８個の位相に分割される。 In playback mode, processing stage 118 calculates the number of frames in one vibration. Step 128 determines how many times the vibration should be regenerated in one swivel cycle. This is determined by calculating the total number of complete vibrations that can apply during the set turn period. Thus, for example, a single vibration that takes 0.7 seconds can be completely repeated a total of 7 times during a 5 second turn period, leaving only 1 second. Or, equivalently, seven complete oscillations (ie, seven complete periodic cardiac cycles) occur at exactly 4.9 seconds. In addition, the process calculates in step 130 the number of frames necessary to achieve the desired turn duration duration. This is simply done by multiplying the number of frames per vibration by the number of vibrations in the turning period. This determines the number of frames used for turning. Thus, for example, if a volumetric ultrasound display is rendered at a rate of 20 Hz, 14 frames per vibration (= 20 frames / second × 0.7 seconds / vibration) in a 0.7 second vibration period. possible. This requires the use of 98 frames (= 14 frames / vibration × 7 vibrations / swivel period) during the turn period. Therefore, 98 frames from the ultrasound imaging system 10 should be used on the monitor 40 to go through the full swivel range from the starting orientation of the volumetric ultrasound image and back to the starting orientation. This ensures that all turning periods start and end in the same direction. Further, the turning period is divided into 98 phases so that each phase corresponding to a unique frame is displayed with a slightly different viewing angle.

ライブモードでは、超音波システムは、ライブ超音波データを収集する。これは、段階１２６におけるライブデータについてのデフォルトのフレーム数を使用し得る。これは、実際にライブの情報を収集するときの表示の単純化を可能にする。或いは、所与の振動について観察されるフレームの数は、上述したように同じ開始及び終了向きを実現する容積超音波画像表示を提供する目的に使用することが可能である。 In live mode, the ultrasound system collects live ultrasound data. This may use the default number of frames for live data in stage 126. This allows for a simplified display when actually collecting live information. Alternatively, the number of frames observed for a given vibration can be used to provide a volumetric ultrasound image display that achieves the same start and end orientation as described above.

ポーズモード、即ち、ライブ又はシネループモードが一時停止される間では、表示は、１０Ｈｚの期間で提示される。これは、観察者が容積超音波画像のアスペクト角の制御を有する可変に静止した表示であり得る。この旋回表示は、例えば、１００ミリ秒のリフレッシュ間隔を有する５秒間に設定され得る。更に、フリーズモードでは、システムは、段階１３２においてライブモードで使用されるように公称旋回期間を使う箇所を決定する。 While the pause mode, ie live or cine loop mode, is paused, the display is presented in a 10 Hz period. This can be a variably stationary display where the observer has control of the aspect angle of the volumetric ultrasound image. This swivel display can be set to 5 seconds with a refresh interval of 100 milliseconds, for example. Further, in freeze mode, the system determines where to use the nominal turn period to be used in live mode at step 132.

処理は更に、段階１３４において、３次元旋回角を制御する。例えば、この実施例では、水平範囲は、０度の垂直角度に対して＋／−５０度であり得る。更に、段階１３６において、この実施例は、モニタ上の旋回表示と振動の外観の両方を滑らかにする方法を供給する。旋回角及び表示を変更する他の方法があってもよい。更に、図５の処理は、例示的にすぎない。というのは、図５のフローチャートの段階に厳密ではなくても本発明の新規の概念を実施する多くの様々な方法があり得るからである。 The process further controls the three-dimensional turning angle at step 134. For example, in this example, the horizontal range may be +/− 50 degrees for a vertical angle of 0 degrees. Further, at step 136, this embodiment provides a method of smoothing both the swivel display on the monitor and the appearance of vibration. There may be other ways of changing the swivel angle and display. Furthermore, the process of FIG. 5 is exemplary only. This is because there can be many different ways of implementing the novel concept of the present invention, even if not strictly at the stage of the flowchart of FIG.

本発明の利点を示すために、図６Ａ乃至６Ｈ、及び７Ａ乃至７Ｇは、本発明の教示内容に従って、超音波画像旋回表示の振動対象との同期化を示す。図６Ａ乃至６Ｈでは、鼓動する人間の心臓７２の一連の体積超音波画像が、振動する超音波対象として現れる。この例では、人間の心臓７２は、１拍動当たり０．７秒の速度で脈を打つ。従って、超音波イメージングシステム１０が２０Ｈｚのレートにおいて容積超音波画像をレンダリングすると、各拍動は、１４フレームを消費する。従って、関連のある奇数フレームのみを示すに、図６Ａは、０．００秒において発生するフレーム１における心臓の容積超音波画像を示す。図６Ｂは、０．１５秒において発生するフレーム３における画像を示し、図６Ｃは、０．２５秒において発生するフレーム５を示し、０．６５秒において発生するフレーム１３の図６Ｇまで進む。尚、図６Ｈは、フレーム１５を示し、これは、図６Ａのフレーム１と類似することに注目されたい。何故なら、人間の心臓７２が新しい振動又は拍動を開始するからである。しかし、更に、画像７６は旋回しているので、画像７６の向き又は視野は変化されている。従って、図６Ａ乃至６Ｇは、鼓動する人間の心臓の完全な振動又は拍動を示し、図６Ｈは、新しい振動又は拍動の始まりを示す。 To illustrate the advantages of the present invention, FIGS. 6A-6H and 7A-7G illustrate the synchronization of an ultrasonic image swivel display with a vibrating object in accordance with the teachings of the present invention. 6A-6H, a series of volumetric ultrasound images of a beating human heart 72 appear as a vibrating ultrasound object. In this example, the human heart 72 pulses at a rate of 0.7 seconds per beat. Thus, when the ultrasound imaging system 10 renders a volumetric ultrasound image at a rate of 20 Hz, each beat consumes 14 frames. Thus, while only showing the relevant odd frames, FIG. 6A shows a volumetric ultrasound image of the heart in frame 1 occurring at 0.00 seconds. FIG. 6B shows the image in frame 3 occurring at 0.15 seconds, and FIG. 6C shows frame 5 occurring at 0.25 seconds, going to FIG. 6G for frame 13 occurring at 0.65 seconds. Note that FIG. 6H shows a frame 15, which is similar to frame 1 of FIG. 6A. This is because the human heart 72 starts a new vibration or beat. However, in addition, since the image 76 is swiveled, the orientation or field of view of the image 76 has been changed. 6A-6G thus show a complete vibration or beat of a beating human heart and FIG. 6H shows the beginning of a new vibration or beat.

図７Ａ乃至７Ｇは、本発明の教示内容に従って、超音波画像旋回表示を振動対象との同期化に関連する。従って、図７Ａ乃至７Ｇは、単一の旋回又は回転期間を通る人間の心臓の進展する画像を示す。１つの完全な心拍についての０．７秒の期間と、５秒間の最初の公称旋回期間とに基づいて、全体で７回の振動又は心拍（＝（５．０秒／旋回期間）／（０．７秒／振動））が、旋回期間において必要となる。従って、図７Ａは、０．７秒において終了する７回の心拍のうちの開始心拍を示す。図７Ｂは、１．４秒において終了する第２の心拍を示す。０．７秒間隔で続けて、旋回回転は、４．９秒における最後の心拍を示す図７Ｇにおいて終了する。 FIGS. 7A-7G relate to synchronizing an ultrasonic image swivel display with a vibrating object in accordance with the teachings of the present invention. Accordingly, FIGS. 7A-7G show a developing image of the human heart through a single turn or rotation period. Based on a 0.7 second period for one complete heartbeat and an initial nominal turn period of 5 seconds, a total of 7 vibrations or beats (= (5.0 seconds / turn period) / (0 .7 seconds / vibration)) is required during the turn period. Accordingly, FIG. 7A shows the starting heartbeat of the seven heartbeats that end at 0.7 seconds. FIG. 7B shows a second heart beat ending at 1.4 seconds. Continuing at 0.7 second intervals, the turning rotation ends in FIG. 7G, which shows the last heartbeat at 4.9 seconds.

尚、図７Ａ乃至７Ｇの進展する図において、超音波対象の向きは変化する一方で、超音波対象のその振動における段階は、著しくは変化しない。しかし、前の図６Ａ乃至６Ｈは、その鼓動の間に心臓弁の外観は著しく変化することを示す。尚、旋回期間の開始向きから旋回期間の終了向きまで著しく変化しない心臓の現象と、開始向きと終了向きの位置が実質的に同じであることは、容積超音波画像の記録及び記録された容積超音波画像の再生の両方において、有意な柔軟性を与える。 7A to 7G, while the direction of the ultrasonic object changes, the stage of the ultrasonic object in its vibration does not change significantly. However, the previous FIGS. 6A-6H show that the appearance of the heart valve changes significantly during the heartbeat. It should be noted that the heart phenomenon that does not change remarkably from the start direction of the turning period to the end direction of the turning period and that the positions of the start direction and the end direction are substantially the same are the recording of the volume ultrasonic image and the recorded volume It provides significant flexibility in both ultrasound image reproduction.

本発明の１つの利点は、現行のハードウェア及びソフトウェアを、必要な画像を生成するために容易に変更可能であるという点である。例えば、ＳＯＮＯＳ７５００にて既に利用可能である制御を用いて、本発明の好適な実施例による画像を、ハードウェアを変更することなく生成することができる。 One advantage of the present invention is that existing hardware and software can be easily modified to produce the necessary images. For example, using controls already available in the SONOS 7500, an image according to a preferred embodiment of the present invention can be generated without changing hardware.

従って、本願に記載する本発明の実施例は、本発明の原理の適用の例示にすぎないことを理解すべきである。説明する実施例の詳細への参照は、請求項の範囲を制限することを意図するものではない。請求項は、本発明に必要不可欠であると考えられる特徴を引用する。 Accordingly, it is to be understood that the embodiments of the present invention described herein are merely illustrative of the application of the principles of the present invention. Reference to details of the described embodiments is not intended to limit the scope of the claims. The claims cite features that are considered essential to the invention.

本発明を使用し得る超音波診断システムの使用を示す図である。FIG. 2 illustrates the use of an ultrasound diagnostic system in which the present invention can be used. 本発明の好適な実施例による超音波システムを示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating an ultrasound system according to a preferred embodiment of the present invention. 超音波伝搬から開始し、コンピュータモニタ上の容積超音波画像の表示が続けられる本発明の処理を概念的に示す図である。It is a figure which shows notionally the process of this invention which starts from ultrasonic propagation and the display of the volume ultrasonic image on a computer monitor is continued. 本発明が取り組む処理である、３次元対象から２次元画像を作成する試みを説明する図である。It is a figure explaining the trial which produces a 2-dimensional image from a 3-dimensional object which is the process which this invention tackles. 本発明の同期化処理の例示的なフローチャートを与える図である。FIG. 5 is a diagram providing an exemplary flowchart of a synchronization process of the present invention. Ａ乃至Ｈは、超音波イメージングシステムが振動対象を表示し得るフレームのサンプルを示す図である。FIGS. 4A to 4H are diagrams showing samples of frames in which an ultrasonic imaging system can display a vibration target. Ａ乃至Ｇは、本発明の教示内容に従って超音波画像旋回表示の振動対象との同期化を示す図である。FIGS. 4A to 4G are diagrams illustrating synchronization with the vibration target of the ultrasonic image swivel display in accordance with the teaching content of the present invention.

Claims

振動超音波対象の３次元超音波画像を表示する方法であって、
前記振動超音波対象の振動を表示する、該振動超音波対象の容積超音波画像を形成する段階と、
開始向きから回転期間を通して、前記容積超音波画像を回転する段階と、
前記容積超音波画像の前記回転期間の開始を、前記振動超音波対象の振動の開始と一致させるよう同期させる段階と、
前記振動超音波対象を、前記振動超音波対象の前記容積超音波画像の３次元認識を提示するために２次元ディスプレイ上に表示する段階と、
を有する方法。A method for displaying a three-dimensional ultrasonic image of a vibrating ultrasonic object,
Displaying the vibration of the vibrating ultrasonic object, forming a volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasonic object;
Rotating the volumetric ultrasound image from a starting direction through a rotation period;
Synchronizing the start of the rotation period of the volumetric ultrasound image to coincide with the start of vibration of the vibrating ultrasound object;
Displaying the vibrating ultrasonic object on a two-dimensional display to present a three-dimensional recognition of the volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasonic object;
Having a method.

前記回転段階は、開始旋回向きから旋回サイクルを通して、前記容積超音波画像を旋回する段階を更に有し、
前記旋回サイクルは、前記振動超音波対象を前記開始旋回向きに戻す請求項１記載の方法。The rotating step further comprises turning the volumetric ultrasound image from a starting turning direction through a turning cycle;
The method of claim 1, wherein the turning cycle returns the vibrating ultrasonic object to the starting turning orientation.

複数の３次元方向から前記容積超音波画像を制御可能に表示する段階を更に有する請求項１記載の方法。 The method of claim 1, further comprising: controllably displaying the volumetric ultrasound image from a plurality of three-dimensional directions.

鼓動する心臓の容積超音波画像を形成する段階を更に有し、
前記振動は、前記心臓の鼓動に対応する請求項１記載の方法。Forming a volumetric ultrasound image of the beating heart;
The method of claim 1, wherein the vibration corresponds to a heartbeat.

リアルタイムのボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示する段階を更に有する請求項４記載の方法。 5. The method of claim 4, further comprising controllably displaying the beating heart as a real-time volume rendering ultrasound image.

前に記録されたボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示する段階を更に有する請求項４記載の方法。 5. The method of claim 4, further comprising controllably displaying the beating heart as a previously recorded volume rendering ultrasound image.

静的ボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示する段階を更に有する請求項４記載の方法。 5. The method of claim 4, further comprising controllably displaying the beating heart as a static volume rendering ultrasound image.

前記静的超音波画像は、静的に可変の回転表示を有し、
前記鼓動する心臓の前記画像の向きが、鼓動におけるある点における前記心臓の段階に対応するよう前記心臓を可変に且つ静的に表示する段階を更に有する請求項７記載の方法。The static ultrasound image has a statically variable rotation display;
8. The method of claim 7, further comprising displaying the heart variably and statically such that the orientation of the image of the beating heart corresponds to the stage of the heart at a point in the heartbeat.

１０Ｈｚ以上のレートで前記心臓の前記静的可変表示をボリュームレンダリングする段階を更に有する請求項８記載の方法。 9. The method of claim 8, further comprising volume rendering the static variable representation of the heart at a rate of 10 Hz or higher.

３次元位置決め制御システムを用いて前記心臓の前記静的可変表示の視野を制御可能に変更する段階を更に有する請求項８記載の方法。 9. The method of claim 8, further comprising controllably changing the static variable view field of view of the heart using a three-dimensional positioning control system.

リアルタイム容積超音波画像として前記振動超音波対象の前記容積超音波画像を形成する段階と、
記録された容積超音波画像を形成するよう前記振動超音波対象の前記回転する容積超音波画像を記録する段階と、
を更に有し、
前記記録された容積超音波画像は、前記記録の繰り返される連続的な再生は、前記振動超音波対象の連続振動表示として現れる特性を有する、請求項１記載の方法。Forming the volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasound object as a real-time volumetric ultrasound image;
Recording the rotating volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasound object to form a recorded volumetric ultrasound image;
Further comprising
The method of claim 1, wherein the recorded volumetric ultrasound image has the property that repeated continuous playback of the recording appears as a continuous vibration display of the vibrating ultrasonic object.

振動超音波対象の３次元超音波画像を表示するシステムであって、
前記振動超音波対象の振動を表示する、該振動超音波対象の容積超音波画像を形成するための容積超音波画像形成命令と、
開始向きから回転を通して、前記容積超音波画像を回転するための回転命令と、
前記容積超音波画像の前記回転の開始を、前記振動超音波対象の振動の開始と一致させるよう同期させるための同期化命令と、
前記振動超音波対象を、前記振動超音波対象の前記容積超音波画像の３次元認識を表示するために２次元ディスプレイ上に表示するための表示命令と、
を有するシステム。A system for displaying a three-dimensional ultrasonic image of a vibrating ultrasonic object,
A volumetric ultrasound image forming instruction for forming a volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasound object, displaying vibrations of the vibrating ultrasound object;
A rotation command for rotating the volumetric ultrasound image through rotation from a starting direction;
A synchronization command to synchronize the start of rotation of the volumetric ultrasound image to coincide with the start of vibration of the vibrating ultrasonic object;
A display command for displaying the vibrating ultrasonic object on a two-dimensional display to display a three-dimensional recognition of the volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasonic object;
Having a system.

開始旋回向きから旋回サイクルを通して、前記容積超音波画像を旋回するための旋回命令を更に有し、
前記旋回サイクルは、前記容積超音波画像を前記開始旋回向きに戻す請求項１２記載のシステム。A turn command for turning the volumetric ultrasound image from a starting turn direction through a turn cycle;
It said pivoting cycle system according to claim 12, wherein returning the contents product ultrasound image on the start turning direction.

複数の３次元方向から前記容積超音波画像を制御可能に表示するための表示命令を更に有する請求項１２記載のシステム。 The system of claim 12, further comprising display instructions for controllably displaying the volumetric ultrasound image from a plurality of three-dimensional directions.

鼓動する心臓の容積超音波画像を形成するための形成命令を更に有し、
前記振動は、前記心臓の鼓動に対応する請求項１２記載のシステム。Further comprising forming instructions for forming a volumetric ultrasound image of the beating heart,
The system of claim 12, wherein the vibration corresponds to a heartbeat.

リアルタイムのボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示するための表示命令を更に有する請求項１５記載のシステム。 16. The system of claim 15, further comprising display instructions for controllably displaying the beating heart as a real-time volume rendering ultrasound image.

前に記録されたボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示するための表示命令を更に有する請求項１５記載のシステム。 The system of claim 15, further comprising display instructions for controllably displaying the beating heart as a previously recorded volume rendering ultrasound image.

静的ボリュームレンダリング超音波画像として前記鼓動する心臓を制御可能に表示するための表示命令を更に有する請求項１５記載のシステム。 16. The system of claim 15, further comprising display instructions for controllably displaying the beating heart as a static volume rendering ultrasound image.

前記静的超音波画像は、静的に可変の回転表示を有し、
前記鼓動する心臓の前記画像の向きが、鼓動におけるある点における前記心臓の段階に対応するよう前記心臓を可変に且つ静的に表示する表示命令を更に有する請求項１８記載のシステム。The static ultrasound image has a statically variable rotation display;
19. The system of claim 18, further comprising display instructions for variably and statically displaying the heart such that the orientation of the image of the beating heart corresponds to the stage of the heart at a point in the heartbeat.

１０Ｈｚ以上のレートで前記心臓の前記静的可変表示をボリュームレンダリングするレンダリング命令を更に有する請求項１９記載のシステム。 20. The system of claim 19, further comprising rendering instructions for volume rendering the static variable representation of the heart at a rate of 10 Hz or higher.

３次元位置決め制御システムを用いて前記心臓の前記静的可変表示の視野を制御可能に変更するための制御命令を更に有する請求項１９記載のシステム。20. The system of claim 19, further comprising control instructions for controllably changing the field of view of the static variable display of the heart using a three-dimensional positioning control system .

振動超音波対象の３次元超音波画像を表示するための超音波画像同期化システムを形成する命令を含む記憶媒体であって、
前記超音波画像同期化システムは、
前記振動超音波対象の振動を表示する、前記振動超音波対象の容積超音波画像を形成するための容積超音波画像形成命令と、
開始向きから回転を通して、前記容積超音波画像を回転するための回転命令と、
前記容積超音波画像の前記回転の開始を、前記振動超音波対象の振動の開始と一致させるよう同期させるための同期化命令と、
前記振動超音波対象を、前記振動超音波対象の前記容積超音波画像の３次元認識を表示するために２次元ディスプレイ上に表示するための表示命令と、
を有する記憶媒体。A storage medium comprising instructions for forming an ultrasound image synchronization system for displaying a three-dimensional ultrasound image of a vibrating ultrasound object,
The ultrasonic image synchronization system includes:
A volumetric ultrasound imaging instruction for forming a volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasound object, displaying vibrations of the vibrating ultrasound object;
A rotation command for rotating the volumetric ultrasound image through rotation from a starting direction;
A synchronization command to synchronize the start of rotation of the volumetric ultrasound image to coincide with the start of vibration of the vibrating ultrasonic object;
A display command for displaying the vibrating ultrasonic object on a two-dimensional display to display a three-dimensional recognition of the volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasonic object;
A storage medium.

前記超音波画像同期化システムが、
リアルタイム容積超音波画像として前記振動超音波対象の前記容積超音波画像を形成するための画像形成命令と、
記録された容積超音波画像を形成するよう前記振動超音波対象の前記回転する容積超音波画像を記録するための記録命令と、
を更に有し、
前記記録された容積超音波画像は、前記記録の繰り返される連続的な再生は、前記振動超音波対象の連続表示として現れる特性を有する、請求項２２記載の記憶媒体。The ultrasonic image synchronization system includes:
An image forming instruction for forming the volume ultrasonic image of the vibration ultrasonic object as a real-time volume ultrasonic image;
A recording command for recording the rotating volumetric ultrasound image of the vibrating ultrasound object to form a recorded volumetric ultrasound image;
Further comprising
The storage medium according to claim 22 , wherein the recorded volumetric ultrasound image has a characteristic that continuous reproduction of the recording appears as a continuous display of the vibrating ultrasonic object.